DE69530207T2 - Vorrichtung zur impedanz-kardiographie - Google Patents

Vorrichtung zur impedanz-kardiographie Download PDF

Info

Publication number
DE69530207T2
DE69530207T2 DE69530207T DE69530207T DE69530207T2 DE 69530207 T2 DE69530207 T2 DE 69530207T2 DE 69530207 T DE69530207 T DE 69530207T DE 69530207 T DE69530207 T DE 69530207T DE 69530207 T2 DE69530207 T2 DE 69530207T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
patient
impedance
time derivative
value
electrodes
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
DE69530207T
Other languages
English (en)
Other versions
DE69530207D1 (de
Inventor
William N. Reining
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
INTELLECTUAL PROPERTY CROSS PLAINS LLC
Intellectual Property LLC
Original Assignee
INTELLECTUAL PROPERTY CROSS PLAINS LLC
Intellectual Property LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by INTELLECTUAL PROPERTY CROSS PLAINS LLC, Intellectual Property LLC filed Critical INTELLECTUAL PROPERTY CROSS PLAINS LLC
Publication of DE69530207D1 publication Critical patent/DE69530207D1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE69530207T2 publication Critical patent/DE69530207T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0535—Impedance plethysmography

Description

  • Gebiet der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Impedanz-Kardiographen, die das Herzminutenvolumen durch eine Evaluierung der Impedanz-Änderungen in der Brusthöhle des Patienten bestimmen.
  • Hintergrund der Erfindung
  • Impedanz-Kardiographie ist ein unblutiges Verfahren zur Bestimmung der Herzleistung bei Menschen. Bei der Verwendung eines solchen Gerätes wird auf den Patienten ein elektrisches Hochfrequenzsignal über Außenelektroden angelegt, die z.B. am Kopf und am unteren Thorax des Patienten angebracht sind. Die Spannungsunterschiede zwischen inneren Fühlerelektroden, die zwischen den Außenelektroden am Hals sowie an der Brust des Patienten angebracht sind, werden gemessen und zur Berechnung einer Impedanz (Z) herangezogen. Die Impedanz basiert auf dem bekannten elektrischen Strom niederer Stärke, der durch die Außenelektroden fließt.
  • 1932 erläuterten Atzler und Leyman in ihrem Buch Über ein neues Verfahren zur Darstellung der Herztätigkeit (Dielektrographie), Arbeitspsychologie, 5: 636–680, dass das Herzminutenvolumen eines Menschen mittels solcher Impedanz-Verfahren bestimmt werden könne. 1966 berichtete Kubichek über die Möglichkeit, Veränderungen in der Basislinienimpedanz und der ersten Ableitung der Impedanz mit dem Herzschlagvolumen (SV) gemäß der folgenden Gleichung (1), die im U.S.-Patent 3.340.867 sowie in der Publikation Development and Evaluation of an Impendance Cardiac Output System, Aerospace Medicine, 37: 208–1212 offenbart wurde, in Beziehung setzen zu können.
    Figure 00010001
    worin:
    Figure 00020001
  • Das Herzminutenvolumen kann vom Herzschlagvolumen abgeleitet werden, indem das Herzschlagvolumen mit der Herzfrequenz multipliziert wird.
  • Obwohl die Formel Kubicheks einen Wert bereitstellt, der dem Herzminutenvolumen entspricht, ist eine absolute Genauigkeit des Verfahrens zweifelhaft, da der Wert v. a. bei Patienten mit gewissen kardiovaskulären Problemen große Ungenauigkeiten aufweist.
  • 1982 schlug Sramek in der Publikation Cardiac Output by Electrical Impedance, Med. Elect., 2: 274–290 eine Modifizierung der Gleichungsformel (1) Kubicheks vor, bei der die Basislinienimpedanz Z0 2 in eine dynamische und eine statische Komponente zerlegt wurde. Die statische Komponente Z0s wurde mit der folgenden Gleichung beschrieben:
    Figure 00020002
    worin A die Fläche des Thorax ist, die zur Messung herangezogen wird.
  • Als dynamische Komponente Z0d wurde einfach der Wert der Basislinienimpedanz oder der durchschnittlichen Impedanz herangezogen:
    Figure 00020003
  • Werden die statische und die dynamische Komponente in Kubicheks Gleichung miteinbezogen, so ergibt sich folgende Formel:
    Figure 00030001
  • Durch die Annahme, dass die Brust einem Zylinder entspricht, kann der Wert von A geschätzt werden, und die Gleichung (4) wird zu:
    Figure 00030002
    worin C der Brustumfang im Bereich der Messfläche ist. Alternativ hat Sramek vorgeschlagen, den Ausdruck
    Figure 00030003
    entweder durch
    Figure 00030004
    oder durch
    Figure 00030005
    zu ersetzen, worin H die Größe des Patienten ist, da 1,7*H ungefähr L ergibt.
  • Da diese Näherungen keine guten Ergebnisse lieferten, erarbeitete Sramek letztendlich eine Reihe von Tabellen, in denen er versuchte, eine Beziehung zwischen der Fläche und den drei Faktoren Geschlecht, Größe und Gewicht herzustellen.
  • 1986 schlug Bernstein eine modifizierte Gleichung vor, bei der die Trennung der Elektroden und die Größe des Patienten auf folgende Art berücksichtigt wurden:
    Figure 00030006
  • Sämtliche oben angeführte Verfahren sind ungenau und ergeben bei manchen Patienten fälschlich hohe oder niedere Herzschlagvolumenwerte.
  • Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Impedanz-Kardiograph bereitgestellt, der zur Bestimmung des Herzminutenvolumens eines Menschen dient und Folgendes umfasst:
    Mittel zum Anlegen eines elektrischen Anregungssignals an die Brust eines Patienten;
    Elektroden, die zur Anordnung auf dem Patienten ausgebildet sind, um ein erstes elektrisches Signal Z zu erzeugen, das mit Impedanz-Änderungen im Patienten variiert;
    einen nichtlinearen Prozessor zum Berechnen einer Zeitableitung von Z und Bereitstellen einer komprimierten Ableitung, deren Wert geringer als jener der Zeitableitung von Z ist, wenn die Zeitableitung von Z über einem vorbestimmten Normalwert liegt, und deren Wert größer als die Zeitableitung von Z ist, wenn die Zeitableitung von Z unter dem vorbestimmten Normalwert liegt; und

    Schaltkreismittel zum Bereitstellen einer Anzeige des Herzschlagvolumens SV eines Patienten als Funktion der komprimierten Zeitableitung, der Querschnittsfläche A der Brust des Patienten und des Ausstoßintervalls der linken Herzkammer Lvet.
  • Die vorliegende Erfindung sieht somit ein verbessertes Gerät vor, mit dem das Herzschlagvolumen (und dadurch auch das Herzminutenvolumen) aus Impedanz-Messungen abgeleitet werden kann. Die Erfindung ermöglicht eine bessere Schätzung des Körpervolumens und Verarbeitung der Ableitung des Impedanz-Signals, wodurch die Zuverlässigkeit der erhaltenen Werte für Herzschlagvolumen und Herzminutenvolumen erhöht wird.
  • Vorzugsweise wird bei einem Menschen mit einer Größe N und einem Brustumfang C durch auf der Brust in einem Trennabstand L angeordnete Elektroden ein elektrisches Anregungssignal angelegt, wobei die Elektroden ein erstes elektrisches Impedanz-Signal Z erzeugen, das mit den Impedanz-Änderungen im Patienten variiert. Eine Benutzereingabevorrichtung wie z.B. eine Tastatur wird zur Eingabe der Größe-Daten, des Elektrodentrennabstands und des Umfangs verwendet, wodurch entsprechende zweite und dritte elektrische Signale erzeugt werden, und N, L und C diese Werte angeben. Ein Schaltkreis, wie etwa ein elektronischer Computer, empfängt das zweite und das dritte elektrische Signal und sieht eine Angabe des Herzschlagvolumens SV des Patienten als Funktion von Z, A und L sowie dem Ausstoßintervall der linken Herzkammer Lvet vor, worin A aus der folgenden Näherung abgeleitet wird:
    Figure 00050001
    worin K eine vorbestimmt Konstante ist.
  • So kann der Impedanz-Kardiograph SV gemäß der folgenden Formel berechnen:
    Figure 00050002
    was vereinfacht werden kann zu:
    Figure 00050003
    oder durch Zusammenfassen der Konstanten:
    Figure 00050004
  • Es ist also ein Ziel der Erfindung, eine einfache jedoch genauere Bestimmung eines kritischen Werts A bereitzustellen, der in der Berechnung des Herzschlagvolumens aus der Impedanz des Patienten verwendet wird. Bei der vorliegenden Erfindung ist die Fläche der Impedanz-Messung, die normalerweise schwer zu bestimmen ist, exakt aus den bereits gemessenen Brustumfang- und Größenmaßen des Patienten hergeleitet.
  • Die vorliegende Erfindung hat ebenso erkannt, dass Variationen bei der Ableitung der Impedanz, die einer der in der Herleitung des Herzschlagvolumens verwendeten Faktoren ist, eine wesentliche Ungenauigkeitsquelle beim berechneten Herzschlagvolumen darstellt. Demgemäß kann
    Figure 00050005
    nicht nur die Größe der minimalen Zeitableitung der Impedanz darstellen, sondern kann auch komprimiert werden, um das Ausmaß mit dem dieses Maximum von der Norm abweicht zu reduzieren. Die folgende Formel bietet ein Verfahren zur Bewertung des Maximums:
    Figure 00060001
    worin:
    Figure 00060002
  • Es ist daher ein weiteres Ziel der Erfindung, die Auswirkung einer signifikanten Fehlerquelle bei der Berechnung des Herzschlagvolumens aus der Impedanz durch die Implementierung eines normal-basierten Gewichtungssystems zu verringern.
  • Das vorherige sowie weitere Ziele und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung ersichtlich. In der Beschreibung wird auf die begleitenden Abbildungen verwiesen, die einen Teil der Erfindung darstellen und in der Form einer Illustration eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung zeigen. Die Ausführungsform repräsentiert nicht notwendigerweise den gesamten Schutzumfang der Erfindung. Zur Interpretation des Schutzumfangs der Erfindung muss daher auf die hierin angeführten Ansprüche verwiesen werden.
  • Kurzbeschreibung der Abbildungen
  • 1 stellt ein Übersichtsdiagramm des Schaltkreises eines Impedanz-Kardiographen gemäß der vorliegenden Erfindung dar, worin ein Computer gezeigt wird, der zur Analyse der Impedanz-Daten und folglichen Berechnung eines Wertes für das Herzschlagvolumen sowie das Herzminutenvolumen verwendet wird.
  • 2 zeigt ein Ablaufdiagramm der Software, die der in 1 dargestellte Computer für die Analyse der Impedanz und der EKG-Signale des Patienten heranzieht.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
  • Bezugnehmend auf 1 ist ein tragbarer Impedanz-Kardiograph 10 mittels fünf Pflasterelektroden 14 (a)–(e) an einen Patienten 12 angeschlossen. Die erste Elektrode 14 (a) kann hinter dem rechten Ohr in der Höhe des Ohrkanals auf der Haut des Patienten angebracht sein. Die zweite Elektrode 14 (b) kann auf der linken Seite des Halses auf einem flachen Stück Oberfläche ungefähr zwischen Kinnhöhe und unterem Haaransatz und mindestens 5 cm unter der Höhe der Elektrode 14 (a) befestigt sein. Die dritte Elektrode 14 (c) kann sich kurz über dem unteren Ende des Brustbeins auf der vorderen Medianlinie befinden. Die vierte und fünfte Elektrode 14 (d) und 14 (e) kann mindestens 5 cm unter der Elektrode 14 (c) jeweils auf der linken und rechten Körperseite des Patienten am Rippenbogen und an der vorderen Axillarlinie angebracht sein.
  • Die Elektroden 14 (a) und (d) sind mit einem Oszillator 18 verbunden, der einen konstanten Strom in einer Stärke von etwa 1 Milliampere RMS im Patienten 12 erzeugt. Diese elektrische Anregung führt zu einer Reihe von gleichen Potentialflächen im Patienten 12, die senkrecht zu einer sich zwischen den zwei Außenelektroden 14 (a) und 14 (d) erstreckenden Linie liegen.
  • Die Elektroden 14 (b) und 14 (c) können die gleichen Potentiallinien wahrnehmen, die durch den zwischen den Außenelektroden 14 (a) und 14 (b) fließenden Strom gebildet werden. Da der Strom zwischen den Außenelektroden 14 (a) und 14 (d) eine konstante Amplitude aufweist, ist die zwischen den Innenelektroden 14 (b) und 14 (c) abgenommene Spannungsamplitude proportional zur Brustimpedanz des Patienten 12. Die Innenelektroden 14 (b) und 14 (c) sind an einen Differentialverstärker 20 angeschlossen, der ein Signal Z erzeugt.
  • Der Verstärker 20 umfasst einen Isolationsschaltkreis, der die inneren Elektroden 14 (b) und 14 (c) vom nachfolgenden Schaltkreis elektrisch isoliert. Der Differentialverstärker 20 verfügt ebenfalls über einen Präzisionshalbwellengleichrichter und einen Niedrigpassfilter, um ein langsam variierendes Gleichstromsignal bereitzustellen, dessen Wert proportional zur gemessenen Impedanz ist. Die Eingabe-Impedanz des Differentialverstärkers 20 ist im Vergleich zur Impedanz des Patienten 12 zwischen den Innenelektroden 14 (b) und 14 (c) sehr hoch (z.B. 10 Meg-Ohm). Der Strom, der durch die Innenelektroden 14 (b) und 14 (c) zum Verstärker 20 fließt, ist deshalb vernachlässigbar.
  • Das Impedanz-Signal Z wird von einem in der Technik bekannten Multiplexer 32 empfangen, der periodisch mit einem Analog-Digital-Wandler 22 verbunden ist, der das Signal abfragt und ein binäres Datenwort bereitstellt, das von einem Mikroprozessor 24 über eine Bus-Leitung 26 gelesen werden kann.
  • Ein erstes vertikales EKG-Signal wird über die Elektroden 14 (b) und 14 (c) gemessen, die im Allgemeinen entlang einer vertikalen Linie liegen. Dieses EKG-Signal wird von einem Differentialverstärker 30 empfangen, um ein Elektrokardiographen-Signal Ev gemäß in der Technik bekannten Verfahren zu erzeugen.
  • Ein zweites, horizontales EKG-Signal wird über die Elektroden 14 (c) und 14 (e) gemessen, die im Allgemeinen entlang einer horizontalen Linie liegen. Dieses EKG-Signal wird von einem Differentialverstärker 31 empfangen, um ein Elektrokardiographen-Signal Eh zu erzeugen. Die beiden Signale Ev und Eh werden vom Multiplexer 32 aufgenommen, der diese Signale periodisch mit dem Analog-Digital- Wandler 22 verbindet, um abgefragt und in Datenworte zur Übertragung auf der internen Bus-Leitung 26 umgewandelt zu werden.
  • Die Differentialverstärker 30 und 31, die die EKG-Signale empfangen, umfassen ebenfalls einen Isolationsschaltkreis sowie einen Niedrigpassfilter, der eine Grenzfrequenz hat, die im Wesentlichen das 50 kHz Oszillatorsignal aus dem Oszillator 18 entfernt. Wie weiter unten beschrieben wird, werden das direkte EKG-Signal und das Quadratur-EKG-Signal zusammengefasst, um ein einziges EKG-Signal zu erzeugen, das im Wesentlichen unabhängig von der elektrischen Ausrichtung des Nerzes des Patienten ist.
  • Mit der Bus-Leitung 26 ist zudem ein Computerspeicher 34 verbunden, der sich sowohl aus Direktzugriffsspeicher („RAM", Random access memory) als auch aus Festwertspeicher („ROM", Read only memory) gemäß weithin bekannter Rechnerarchitektur zusammensetzen kann. Der Speicher 34 dient – unter der Kontrolle des Mikroprozessors 24 – als Speichermedium für die binären Repräsentationen der Signale Z, Ev und Eh und beinhaltet auch ein Speicherprogramm, das die Verfahrensweise des Mikroprozessors 24 bei der Berechnung des Herzminutenvolumens, wie noch erläutert werden wird, definiert.
  • An die Bus-Leitung 26 ist darüber hinaus ein Tastschalter 25 angeschlossen, der vom Patienten dazu verwendet werden kann, gewisse Vorkommnisse wie eine das Herz betreffende Gefahrensituation während der Datenaufzeichnung beim Patienten 12, wie noch beschrieben werden wird, anzuzeigen.
  • Die Bus-Leitung 26 kommuniziert auch mit einem Infrarot-Transceiver 36, der es dem Mikroprozessor ermöglicht, Daten an einen ähnlichen Transceiver 35, der in einem abnehmbaren Basiselement 37 enthalten ist, zu senden bzw. Daten von diesem zu empfangen. Der Transceiver 35 ist mittels einem seriellen Kabel 38 an einem Desktop-Computer 42, ausgestattet mit einem Videomonitor 43, einer Tastatur 44 und einem Diskettenlaufwerk 48 wie in der Technik bekannt angeschlossen. Der Impedanz-Kardiograph 10 als solcher ist tragbar und kann mit internen Batterien betrieben werden, so dass das Gerät wie ein Holter-Monitor vom Patienten herumgetragen werden kann.
  • Im Allgemeinen empfängt der Impedanz-Kardiograph Signale vom Patienten 12, isoliert, verstärkt und filtert diese, und überträgt die Signale dann in digitale Werte, die vom Mikroprozessor 24 gelesen sowie gespeichert werden können, um gemäß dem im Speicher 34 gespeicherten Programm verarbeitet zu werden. Die Ergebnisse des Verarbeitungsprozesses können an den Computer 42 gesendet werden, um auf dem Videomonitor 43 angezeigt oder auf der Diskette 48 gespeichert zu werden.
  • Die Arbeitsweise des Impedanz-Kardiographen 10 gemäß dem gespeicherten Programm wird von einer Bedienungsperson über eine Tastatur 44 gesteuert. Die Bedienungsperson bereitet den Patienten für die Impedanz-Messungen vor und kann gewisse Merkmale des Patienten 12 über die Tastatur 44 eingeben, die für die Analyse der Signale vom Patienten 12, wie noch beschrieben werden wird, notwendig sind. Die Analyse wird teilweise vom Mikroprozessor 24 durchgeführt, um die Datenmenge die im Speicher 34 gespeichert werden muss zu reduzieren. Wie für Experten auf dem Gebiet verständlich sein wird, kann die Datenanalyse jedoch je nach gewählter Konstruktionsart zwischen dem Mikroprozessor 24 und dem Computer 42 aufgeteilt sein.
  • Bezugnehmend auf 2 können in einem ersten Analyseschritt, dargestellt durch einen Prozessblock 50, gewisse Daten, die den jeweiligen Patienten 12 betreffen oder sich auf fundamentale und im Wesentlichen universale physiologische Parameter beziehen, von der Bedienungsperson eingegeben werden.
  • Der erste dieser Parameter ist p und steht für den spezifischen elektrischen Widerstand im Blut, gemessen in Ohm cm. Dieser Wert kann im Allgemeinen für alle Patienten näherungsweise als Konstante angenommen werden, jedoch bei abnormalen Fällen von der Bedienungsperson auf der Basis des gemessenen Hämatokritwerts abgeändert werden.
  • Ein zweiter Wert C bezeichnet den Brustumfang des Patienten in cm, gemessen auf Höhe der Innenelektrode 14 (c).
  • Ein weiterer Wert L, der den Abstand zwischen den Innenelektroden 14 (b) und 14 (c) in cm angibt, sowie die Größe N des Patienten werden eingegeben.
  • Sind die notwendigen fixen Parameter im Prozessblock 50 eingetragen worden, können nun die zwei variablen Parameter Herzfrequenz HR und das Herzkammer-Ausstoßintervall Lvet eingetragen werden. Dazu kann des EKG-Signal E direkt auf dem Videomonitor 43 angezeigt werden, um diese Werte gemäß in der Technik bekannter Verfahren zu bestimmen. Das EKG-Signal wird aus der Vektorsumme der Werte Ev und Eh ganz einfach wie folgt berechnet:
    Figure 00110001
  • Durch diese Summierung der Vektoren ist kein präzises Ausrichten der EKG-Elektroden im Bezug auf eine elektrische Polarität des Herzen mehr nötig, und es wird somit in der Praxis ein besseres EKG-Signal bereitgestellt.
  • Im Allgemeinen bezeichnet Lvet die Zeit zwischen dem Öffnen und dem Schliessen der Aortenklappe.
  • Die Herzfrequenz steht einfach für die Zahl an Schlägen pro Sekunde, d.h. der reziproke Wert des Zeitraums zwischen aufeinanderfolgenden R-Zacken. Die Herzfrequenz kann gemäß in der Technik gut bekannten Verfahren nach einer Anzahl an Schlägen durchschnittlich berechnet werden. Beide Werte können entweder von der Bedienungsperson durch eine Untersuchung bestimmt oder vorzugsweise automatisch berechnet werden, wie im Prozessblock 52 angezeigt, nachdem genügend EKG- sowie Z-Daten genommen worden sind. Der Wert von Lvet wird in der bevorzugten Ausführungsform durch die Analyse des Impedanz-Signals Z bestimmt, mit dem ein Zeitraum gemessen wird, der beginnt, wenn
    Figure 00110002
    zum erstenmal unter Null liegt, und endet, wenn der Wert
    Figure 00120001
    ein lokales Maximum über Null erreicht. Die Herzfrequenz HR ergibt sich aus dem Auffinden und Zählen der R-Zacken im EKG-Signal.
  • Die Bestimmung des EKG- und Z-Signals setzt sich im Prozessblock 54 fort. Sie wird auf kontinuierlicher Basis durchgeführt und findet gleichzeitig mit den nachfolgenden Berechnungen statt, so dass das Herzminutenvolumen kontinuierlich im Speicher 34 gespeichert oder im Wesentlichen in Echtzeit angezeigt werden kann.
  • Die gewonnenen Impedanz-Daten sind diskrete Abtastwerte, die etwa 300 Mal pro Sekunde genommen wurden. Jeder Abtastwert kann durch Z; wiedergegeben werden, wobei i eine Indexnummer des jeweiligen Wertes ist. Jeder genommene Abtastwert Z; wird in aufeinanderfolgenden Datenadressen im Speicher 34 gespeichert, um seine relative Position im Bezug auf andere Abtastwerte und den Zeitpunkt des Abtastwertes indirekt durch die konstante Abtastrate anzuzeigen.
  • Da der Impedanz-Kardiograph 10 tragbar ist, besteht ein gewisses Risiko, dass sich durch ein Bewegen der Elektroden Fehler in die Impedanz-Messung einschleichen. Dies resultiert daraus, dass die gemessenen Impedanz-Werte etwa zwei Größenordnungen kleiner als der Widerstand zwischen Elektrode und Haut sind. Dementsprechend sind die Impedanz-Daten über einen Zeitraum von ungefähr einer Minute „im Kollektiv" durchschnittlich berechnet, wie in Prozessblock 56 dargestellt, um ihren Rauschgehalt zu vermindern. Die Kollektivmittelwertsberechnung ist ein weithin bekanntes Verfahren, bei dem Blöcke an Impedanz-Daten auf einer Punktfür-Punkt Basis mit anderen Impedanz-Daten-Blöcken gemittelt werden, so dass die gemitteltert Punkte den jeweiligen Abschnitten des wellenförmigen Impedanz-Zyklus entsprechen. Dadurch bleibt die Gestalt der Impedanz-Wellenform bei der Mittelwertsbildung erhalten. Um eine solche Kollektivmittelwertsberechnung vorzunehmen, ist es notwendig, einen gemeinsamen Bezugspunkt zu identifizieren, um Datenblöcke auszurichten. Die Auswahl des Bezugspunkts muss äußerst präzise erfolgen, da ansonsten die Charakteristika der Impedanz-Wellenform durch eine falsche Erfassung anderer Blöcke verzerrt werden.
  • Ein solcher Bezugspunkt kann die Spitze einer R-Zacke des EKG-Signals sein.
  • Normale Verfahren zur Bestimmung der Zeitdauer der R-Zacke, wie sie z.B. zur Messung der Herzfrequenz eingesetzt werden, sind für den Zweck der Kollektivmittelwertsberechnung jedoch nicht genau genug.
  • Deshalb wird ein äußerst präziser Identifizierungsprozess herangezogen. Zuerst wird, dargestellt durch einen Prozessblock 58, das EKG-Signal kontrolliert, um eine Standard-R-Zacke zu isolieren. Nur jene Abschnitte des erhaltenen EKG-Signals, die keine erkennbaren Fehler oder Störungen aufweisen, werden berücksichtigt. Diese Standard-R-Zacke wird dann mit dem hereinkommenden EKG-Signal in Bezug gesetzt, um die genaue Lage der R-Zacke (durch die höchste Korrelation) zu identifizieren. Diese Position wird als gemeinsamer Ausrichtungspunkt für die Impedanz-Wellenformen verwendet, die durch die Kollektivmittelwertsberechnung ermittelt werden. In periodischen Zeiträumen wird eine neue Standard-R-Zacke bestimmt, so dass der Standardwert über die Zeit aktuell bleibt.
  • Nachdem Datenpaare Zi und Zi+1 bestimmt und gemittelt worden sind, kann ein Ableitungswert
    Figure 00130001
    durch eine einfache Subtraktion aufeinanderfolgender Stichprobenwerte des Kollektivmittelwerts pro im Prozessblock 58 wie folgt berechnet werden:
    Figure 00130002
  • Alternativ dazu können bei der Ableitungsberechnung auch jeweils die Stichprobenwerte Zi+6 – Zi oder Zi+5 herangezogen werden, um das Vorhandensein an 50-Hz- oder 60-Hz-Rauschen zu verringern.
  • Man hat festgestellt, dass Abweichungen in der Größenordnung des Minimumwerts von
    Figure 00130003
    eine signifikante Fehlerquelle bei der Berechnung des Herzminutenvolumens darstellen. Dementsprechend wird bei Prozessblock 60 eine komprimierte Ableitung
    Figure 00130004
    gemäß der folgenden Formel berechnet:
    Figure 00140001
    worin:
    Figure 00140002
  • Die Gleichung (8) hat den Effekt, die Abweichungen des Werts
    Figure 00140003
    zu reduzieren. Auch andere nonlineare Komprimierungssysteme können eingesetzt werden, unter der Voraussetzung, dass sie eine Komprimierung von
    Figure 00140004
    auf den Bereich der Norm erreichen.
  • Im folgenden Prozessblock 52 wird auch der Wert von Z0 berechnet. Z0 steht für die transthorakale Grundimpedanz und wird in dieser Ausführungsform einfach durch den Durchschnittswert von Z für einen Herzzyklus wiedergegeben. Da dazu eine Reihe von Stichprobenwerten Bemittelt werden müssen, wird dem Videomonitor 43 erst dann eine Anzeige zur Verfügung gestellt, wenn genügend Stichprobenwerte genommen worden sind, um die Genauigkeit des Wertes Z0 sicherstellen zu können.
  • Im Prozessblock 64 kann ein Herzschlagvolumen gemäß der folgenden Formel berechnet werden:
    Figure 00140005
  • Man wird erkennen, dass dies lediglich die Gleichung (5) mit dem Zusatz eines Faktors p sowie eines Faktors
    Figure 00140006
    ist, wobei Letzterer einen Näherungswert eines Teils des Körpervolumens im Bereich der Impedanz-Messung darstellt.
  • Diese Form der Berechnung des Herzschlagvolumens hat in klinischen Studien zu deutlichen Verbesserungen bei der Genauigkeit und den Korrelationskoeffizienten geführt.
  • Im Prozessblock 64 kann zudem das Herzminutenvolumen durch ein Multiplizieren des Herzschlagvolumens mit der Herzfrequenz bestimmt werden:
    Figure 00150001
  • Wenn das Herzminutenvolumen berechnet ist, wird es in graphischer Form am Videomonitor 43 angezeigt. Somit werden der Bedienungsperson durch die in Prozessblock 66 angedeutete Anzeige gleichzeitig EKG-Daten sowie Herzminutenvolumen-Daten im Wesentlichen auf Echtzeit-Basis zur Verfügung gestellt.
  • Nach jedem erfolgten Update der Anzeige des Videomonitors 43, holt sich das Programm zusätzliche Daten bis der Messvorgang abgeschlossen ist.
  • Während diese Erfindung mit Verweis auf bestimmte Ausführungsformen und Beispiele erläutert wurde, werden Fachleute auf dem Gebiet der Erfindung im Hinblick auf das oben Gelehrte auf andere Modifikationen sowie Variationen stoßen. Demgemäß ist die vorliegende Erfindung nicht auf die hierin beschriebene bevorzugte Ausführungsform beschränkt, sondern wird statt dessen in den nachfolgenden Ansprüchen definiert.

Claims (7)

  1. Impedanz-Kardiograph (10), der verwendet wird, um das Herzminutenvolumen eines Menschen (12) zu bewerten, umfassend: Mittel (14a, 14b, 18) zum Anlegen eines elektrischen Anregungssignals an die Brust eines Patienten; Elektroden (14c, 14d), die zur Anordnung auf dem Patienten (12) ausgebildet sind, um ein erstes elektrisches Signal Z zu erzeugen, das mit Impedanzänderungen im Patienten variiert; einen nichtlinearen Prozessor (24) zum Berechnen (59) einer Zeitableitung von Z und Bereitstellen (60) einer komprimierten Ableitung, deren Wert geringer als jener der Zeitableitung von Z ist, wenn die Zeitableitung von Z über einem vorbestimmten Normalwert liegt, und deren Wert größer als die Zeitableitung von Z ist, wenn die Zeitableitung von Z unter dem vorbestimmten Normalwert liegt; und Schaltkreismittel (42) zum Bereitstellen einer Anzeige des Herzschlagvolumens SV eines Patienten als Funktion der komprimierten Zeitableitung, der Querschnittsfläche A der Brust des Patienten und des Ausstoßintervalls der linken Herzkammer Lvet.
  2. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 1, worin der nichtlineare Prozessor (24) einen komprimierten Wert der Zeitableitung von Z nach der folgenden Formel erzeugt:
    Figure 00160001
    worin
    Figure 00170001
  3. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 1, worin der vorbestimmte Normalwert im Wesentlichen 1,73 Ohm/s ist.
  4. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 1, worin: die Elektroden (14c, 14d) dazu ausgebildet sind, am Patienten in einem Trennabstand L angeordnet zu sein; und die weiters eine Eingabevorrichtung zum Empfangen (50) von Werten der Höhe und des Umfangs und Bereitstellen entsprechender zweiter und dritter elektrischer Signale N und C umfasst; worin das Schaltkreismittel (24) das erste, das zweite und das dritte elektrische Signal empfängt und die Angabe des Herschlagvolumens SV des Patienten als Funktion von Z, L liefert und A durch die folgende Annäherung ableitet:
    Figure 00170002
    worin K eine vorbestimmte Konstante ist.
  5. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 4, worin das Schaltkreismittel (24) SV nach der folgenden Formel berechnet:
    Figure 00180001
    worin
    Figure 00180002
  6. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 1, worin
    Figure 00180003
    die Größe der minimalen komprimierten Zeitableitung von Z ist.
  7. Impedanz-Kardiograph nach Anspruch 4, worin K im Wesentlichen 0,875 ist.
DE69530207T 1994-07-07 1995-06-23 Vorrichtung zur impedanz-kardiographie Expired - Fee Related DE69530207T2 (de)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US271689 1994-07-07
US08/271,689 US5505209A (en) 1994-07-07 1994-07-07 Impedance cardiograph apparatus and method
PCT/US1995/008856 WO1996001586A1 (en) 1994-07-07 1995-06-23 Impedance cardiograph apparatus and method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE69530207D1 DE69530207D1 (de) 2003-05-08
DE69530207T2 true DE69530207T2 (de) 2004-02-05

Family

ID=23036642

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE69530207T Expired - Fee Related DE69530207T2 (de) 1994-07-07 1995-06-23 Vorrichtung zur impedanz-kardiographie

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5505209A (de)
EP (1) EP0771172B1 (de)
DE (1) DE69530207T2 (de)
WO (1) WO1996001586A1 (de)

Families Citing this family (92)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5685316A (en) * 1996-04-08 1997-11-11 Rheo-Graphic Pte Ltd. Non-invasive monitoring of hemodynamic parameters using impedance cardiography
IL118191A (en) * 1996-05-08 2001-04-30 Card Guard Scient Survival Ltd System and method for remote respiratory examination
JP3125730B2 (ja) * 1997-09-11 2001-01-22 憲一 山越 血行動態表示装置
US6022322A (en) * 1998-02-06 2000-02-08 Intermedics Inc. Non-invasive cardiorespiratory monitor with synchronized bioimpedance sensing
US6463334B1 (en) * 1998-11-02 2002-10-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Extendable and retractable lead
US6186955B1 (en) * 1998-11-16 2001-02-13 Gail D. Baura Noninvasive continuous cardiac output monitor
AUPQ113799A0 (en) * 1999-06-22 1999-07-15 University Of Queensland, The A method and device for measuring lymphoedema
US6413226B1 (en) 1999-10-22 2002-07-02 Respironics, Inc. Method and apparatus for determining cardiac output
US7194371B1 (en) * 2000-03-27 2007-03-20 Cardiobeat.Com Medical testing system and method
US6602201B1 (en) * 2000-07-10 2003-08-05 Cardiodynamics International Corporation Apparatus and method for determining cardiac output in a living subject
US7149576B1 (en) 2000-07-10 2006-12-12 Cardiodynamics International Corporation Apparatus and method for defibrillation of a living subject
US6821254B2 (en) 2000-07-21 2004-11-23 Institute Of Critical Care Medicine Cardiac/respiratory arrest detector
KR20030065483A (ko) * 2000-09-27 2003-08-06 유니버시티 오브 와이오밍 비열 무음 및 펄스 코로나 방전 반응기에서 메탄 및황화수소의 전환방법
US6561986B2 (en) 2001-01-17 2003-05-13 Cardiodynamics International Corporation Method and apparatus for hemodynamic assessment including fiducial point detection
US6511438B2 (en) 2001-04-03 2003-01-28 Osypka Medical Gmbh Apparatus and method for determining an approximation of the stroke volume and the cardiac output of the heart
US6912420B2 (en) * 2001-04-10 2005-06-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for hypotension
US6907288B2 (en) * 2001-04-10 2005-06-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system adjusting rate response factor for treating hypotension
DE10125359B4 (de) * 2001-05-23 2005-07-28 Osypka Medical Gmbh Wechselstromquelle zur Erzeugung eines durch den Körper zu sendenden Wechselstroms und Verfahren zur Erzeugung eines stabilen Wechselstroms
US7191000B2 (en) * 2001-07-31 2007-03-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for edema
WO2003022143A2 (en) * 2001-09-06 2003-03-20 Drexel University Detecting vital signs from impedance cardiograph and electrocardiogram signals
CA2407579C (en) 2001-10-11 2012-12-11 Markus J. Osypka Calibration of a doppler velocimeter for stroke volume determination
US7822470B2 (en) * 2001-10-11 2010-10-26 Osypka Medical Gmbh Method for determining the left-ventricular ejection time TLVE of a heart of a subject
SE0200921D0 (sv) * 2002-03-25 2002-03-25 St Jude Medical A heart monitoring device, a system including such a device and a manner of using the system
SE0200922D0 (sv) 2002-03-25 2002-03-25 St Jude Medical A heart monitoring device, a system including such a device and a manner of using the system
AUPS335502A0 (en) 2002-07-03 2002-07-25 Uscom Pty Ltd Pacemaker evaluation method and apparatus
US7783345B2 (en) * 2002-10-07 2010-08-24 Cnsystems Medizintechnik Gmbh Impedance-based measuring method for hemodynamic parameters
AU2002951925A0 (en) * 2002-10-09 2002-10-24 Queensland University Of Technology An Impedence Cardiography Device
AU2003900261A0 (en) * 2003-01-22 2003-02-06 Uscom Pty Ltd Method and system for the determination of blood characteristics
EP1622508B1 (de) * 2003-05-12 2014-04-09 Cheetah Medical, Inc. System und verfahren zur messung des blutflusses und des blutvolumens
US7455643B1 (en) * 2003-07-07 2008-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration
DE10332820B4 (de) * 2003-07-18 2006-07-20 Osypka Medical Gmbh Vorrichtung zum potentialgetrennten Umwandeln einer ersten Spannung in eine zweite Spannung zum Messen von Impedanzen und Admittanzen an biologischen Geweben
US7261697B2 (en) * 2004-06-16 2007-08-28 Bernstein Donald P Apparatus for determination of stroke volume using the brachial artery
US7806830B2 (en) * 2004-06-16 2010-10-05 Cordeus, Inc. Apparatus and method for determination of stroke volume using the brachial artery
US8744564B2 (en) * 2004-06-18 2014-06-03 Impedimed Limited Oedema detection
US8068906B2 (en) 2004-06-21 2011-11-29 Aorora Technologies Pty Ltd Cardiac monitoring system
US7387610B2 (en) 2004-08-19 2008-06-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Thoracic impedance detection with blood resistivity compensation
US7570989B2 (en) * 2004-11-22 2009-08-04 Cardiodynamics International Corporation Method and apparatus for signal assessment including event rejection
EP1827222A1 (de) * 2004-11-26 2007-09-05 Z-Tech (Canada) Inc. Gewichtetes gradientenverfahren und system zur diagnose von krankheiten
EP1848326B1 (de) * 2005-02-15 2016-11-16 Cheetah Medical, Inc. System, verfahren und gerät zur messung des blutflusses und des blutvolumens
US7603170B2 (en) * 2005-04-26 2009-10-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Calibration of impedance monitoring of respiratory volumes using thoracic D.C. impedance
US7907997B2 (en) * 2005-05-11 2011-03-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Enhancements to the detection of pulmonary edema when using transthoracic impedance
US9089275B2 (en) * 2005-05-11 2015-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Sensitivity and specificity of pulmonary edema detection when using transthoracic impedance
US7340296B2 (en) 2005-05-18 2008-03-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Detection of pleural effusion using transthoracic impedance
EP2449964B1 (de) 2005-07-01 2016-08-10 Impedimed Limited Konnektor für Impedanzmesssystem
AU2006265763B2 (en) 2005-07-01 2012-08-09 Impedimed Limited Monitoring system
US8781551B2 (en) 2005-07-01 2014-07-15 Impedimed Limited Apparatus for connecting impedance measurement apparatus to an electrode
US8099250B2 (en) * 2005-08-02 2012-01-17 Impedimed Limited Impedance parameter values
EP1754441B1 (de) * 2005-08-17 2008-01-09 Osypka Medical GmbH Digitale Demodulationsvorrichtung und -verfahren zur Messung der elektrischen Bioimpedanz oder Bioadmittanz
ES2476999T3 (es) 2005-10-11 2014-07-15 Impedimed Limited Monitorización del estado de hidratación
EP2020918B1 (de) * 2006-05-30 2015-05-20 Impedimed Limited Impedanzmessungen
CA2670293C (en) * 2006-11-30 2017-01-03 Impedimed Limited Measurement apparatus
JP5400618B2 (ja) * 2007-01-15 2014-01-29 インぺディメッド リミテッド モニタリングシステム
US9095271B2 (en) 2007-08-13 2015-08-04 Cheetah Medical, Inc. Dynamically variable filter
US8876725B2 (en) * 2007-02-23 2014-11-04 Cheetah Medical, Inc. Method and system for estimating exercise capacity
WO2008107899A1 (en) * 2007-03-07 2008-09-12 Cheetah Medical Ltd. Method and system for monitoring sleep
WO2008119166A1 (en) * 2007-03-30 2008-10-09 Z-Tech (Canada) Inc. Active guarding for reduction of resistive and capactive signal loading with adjustable control of compensation level
CA2683684C (en) * 2007-04-19 2016-02-02 Cheetah Medical Ltd. Method, apparatus and system for predicting electromechanical dissociation
EP2148613B9 (de) * 2007-04-20 2014-12-10 Impedimed Limited Überwachungssystem und sonde
CA2707419A1 (en) 2007-08-09 2009-02-12 Impedimed Limited Impedance measurement process
AU2008324750B2 (en) * 2007-11-05 2014-01-16 Impedimed Limited Impedance determination
AU2008207672B2 (en) * 2008-02-15 2013-10-31 Impedimed Limited Impedance Analysis
US20090326386A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and Methods for Non-Invasive Blood Pressure Monitoring
US8660799B2 (en) 2008-06-30 2014-02-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Processing and detecting baseline changes in signals
US8398556B2 (en) * 2008-06-30 2013-03-19 Covidien Lp Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination
US8506498B2 (en) 2008-07-15 2013-08-13 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods using induced perturbation to determine physiological parameters
CN102159132B (zh) 2008-09-22 2015-11-25 奇塔医疗公司 用于确定血流的系统和方法
US9687161B2 (en) * 2008-09-30 2017-06-27 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration
US9301697B2 (en) * 2008-09-30 2016-04-05 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for recalibrating a non-invasive blood pressure monitor
US9314168B2 (en) * 2008-09-30 2016-04-19 Nellcor Puritan Bennett Ireland Detecting sleep events using localized blood pressure changes
US8532751B2 (en) * 2008-09-30 2013-09-10 Covidien Lp Laser self-mixing sensors for biological sensing
US9615766B2 (en) 2008-11-28 2017-04-11 Impedimed Limited Impedance measurement process
CZ2008802A3 (cs) * 2008-12-15 2010-06-23 Ústav prístrojové techniky AV CR, v.v.i. Zarízení pro merení vlastností toku krve a zpusob jeho pripojení
US8216136B2 (en) 2009-03-05 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation
US20100324431A1 (en) * 2009-06-18 2010-12-23 Nellcor Puritan Bennett Ireland Determining Disease State Using An Induced Load
US9198582B2 (en) * 2009-06-30 2015-12-01 Nellcor Puritan Bennett Ireland Determining a characteristic physiological parameter
US8290730B2 (en) * 2009-06-30 2012-10-16 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for assessing measurements in physiological monitoring devices
US20110021929A1 (en) * 2009-07-27 2011-01-27 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for continuous non-invasive blood pressure monitoring
US8628477B2 (en) * 2009-07-31 2014-01-14 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for non-invasive determination of blood pressure
US9220440B2 (en) * 2009-09-21 2015-12-29 Nellcor Puritan Bennett Ireland Determining a characteristic respiration rate
US9066660B2 (en) 2009-09-29 2015-06-30 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal
US8463347B2 (en) * 2009-09-30 2013-06-11 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for normalizing a plethysmograph signal for improved feature analysis
US9615767B2 (en) 2009-10-26 2017-04-11 Impedimed Limited Fluid level indicator determination
WO2011060497A1 (en) 2009-11-18 2011-05-26 Impedimed Limited Signal distribution for patient-electrode measurements
US9451887B2 (en) 2010-03-31 2016-09-27 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart
US8898037B2 (en) 2010-04-28 2014-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures
US8825428B2 (en) 2010-11-30 2014-09-02 Neilcor Puritan Bennett Ireland Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory
US9259160B2 (en) 2010-12-01 2016-02-16 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter
US9357934B2 (en) 2010-12-01 2016-06-07 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for physiological event marking
KR102073221B1 (ko) 2011-07-25 2020-02-04 치타 메디컬, 인코퍼레이티드 혈류역학 감시 방법 및 시스템
US9060695B2 (en) 2011-11-30 2015-06-23 Covidien Lp Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs
EP2790576A4 (de) 2011-12-14 2015-07-08 Intersection Medical Inc Vorrichtungen, systeme und verfahren zur bestimmung der relativen räumlichen veränderung in unterirdischen widerständen zwischen frequenzen in einem gewebe
ES2537351B1 (es) 2013-11-04 2015-12-03 Universidad De Sevilla Sensor inteligente de bioimpedancia para aplicaciones biomédicas

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3340867A (en) * 1964-08-19 1967-09-12 Univ Minnesota Impedance plethysmograph
US4450527A (en) * 1982-06-29 1984-05-22 Bomed Medical Mfg. Ltd. Noninvasive continuous cardiac output monitor
US4676253A (en) * 1985-07-18 1987-06-30 Doll Medical Research, Inc. Method and apparatus for noninvasive determination of cardiac output
US4807638A (en) * 1987-10-21 1989-02-28 Bomed Medical Manufacturing, Ltd. Noninvasive continuous mean arterial blood prssure monitor
US5178154A (en) * 1990-09-18 1993-01-12 Sorba Medical Systems, Inc. Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging
US5211177A (en) * 1990-12-28 1993-05-18 Regents Of The University Of Minnesota Vascular impedance measurement instrument
US5309917A (en) * 1991-09-12 1994-05-10 Drexel University System and method of impedance cardiography and heartbeat determination
US5265615A (en) * 1992-12-18 1993-11-30 Eyal Frank Method and apparatus for continuous measurement of cardiac output and SVR

Also Published As

Publication number Publication date
EP0771172A1 (de) 1997-05-07
DE69530207D1 (de) 2003-05-08
US5505209A (en) 1996-04-09
WO1996001586A1 (en) 1996-01-25
EP0771172B1 (de) 2003-04-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE69530207T2 (de) Vorrichtung zur impedanz-kardiographie
DE19827697B4 (de) Verfahren und System zum Bestimmen der Qualität von Signalen, die die Herzfunktion anzeigen
DE60035733T2 (de) Einrichtung und Verfahren zur quantitativen Bestimmung der Aenderung in einem Elektrokardiogrammsignal
DE102007046259B4 (de) Vorrichtung mit reduziertem Elektrodensystem und spezifischer EKG-Interpretation
DE60014509T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Verteilung von Körperfettgehalt
EP0000504B1 (de) Schaltungsanordnung zur Detektion und Registrierung der Uterusaktivität
DE60026437T2 (de) Gerät zur Bestimmung des Genesungspegels eines erkrankten Körperteils
DE69723400T2 (de) System zur Anzeige von Änderungen der Körperlage
DE60025486T2 (de) Anpassbare evozierte herzreaktionsmessvorrichtung für automatische erregungsbestätigung
DE60124541T3 (de) Verfahren und vorrichtung zur darstellung von information die durch elektrische impedanz-tomografie erhalten ist
DE102006026695A1 (de) Verfahren, Vorrichtung und Computerprogrammprodukt zum Auswerten von dynamischen Bildern einer Kavität
EP1059875B1 (de) Auswertesystem zur gewinnung diagnostischer informationen aus signalen und daten medizinischer sensorsysteme
DE2349624A1 (de) Impedanz-plethysmograph
DE10219367A1 (de) Vorrichtung zur Ermittlung und Auswertung von Parametern der diastolischen Funktion der linken Herzkammer
DE10065578A1 (de) Verfahren zur Identifizierung einer Elektrodenplatzierung
DE19902253A1 (de) Verfahren und System zur Charakterisierung der Qualität von Herzfunktionsanzeigesignalen
DE10246404B4 (de) Verfahren und System zur Messung von T-Wellen-Alternationen
EP3145394B1 (de) Verfahren und vorrichtung zur bestimmung des zentralen systolischen blutdrucks
WO1997009928A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur herzzeitvolumenbestimmung
DE19606687A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Druckes in einem Schädel eines Probanden
EP3850640B1 (de) Verfahren und einrichtung zur herzüberwachung
DE4427991C2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung und Anzeige von Blutdruckveränderungen
DE69824163T2 (de) Verfahren und gerät zur analyse eines herzsigignals
EP1417926A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum nichtinvasiven Messen des Blutflusses sowie zum Erfassen und Bearbeiten eines EKG-Signals und Verwendung eines EKG-Geräts
DE2405348A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur direkten messung eines mikrokreislaufsystems

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition
8339 Ceased/non-payment of the annual fee